DE10155089C1

DE10155089C1 - Method for removing rings and partial rings in computer tomography images

Info

Publication number: DE10155089C1
Application number: DE10155089A
Authority: DE
Inventors: Rainer Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-11-09
Filing date: 2001-11-09
Publication date: 2003-06-18
Anticipated expiration: 2021-11-10
Also published as: JP2003153891A; US6819734B2; US20030103595A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein algorithmisches Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten in Computer-Tomographie-Rohdaten, auf der Basis der Ermittlung und anschließender Subtraktion eines Korrektur-Sinogramms von einem gemessenem Ausgangs-Sinogramm, welches folgende Schritte aufweist: DOLLAR A - Hochpaß-Filterung eines Ausgangs-Sinogramms in Kanalrichtung, um die durch anatomische Objekte verursachten langwelligen Strukturen herauszufiltern, DOLLAR A - erste Tiefpaß-Filterung in Projektionsrichtung, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern, DOLLAR A - Bildung des Betrages eines gewichteten Gradienten eines jeden Datenpunktes im Sinogramm sowohl in Projektionsrichtung als auch symmetrisch um die entsprechende Kanalachse, der die Amplitude einer Änderung in beliebiger Richtung im Sinogramm angibt, und Eliminierung des Datenpunktes, falls dessen Änderungsamplitude einen festgelegten Schwellenwert überschreitet, DOLLAR A - Entfernen von Datenpunkten im Sinogramm, falls deren Amplitude einen festgelegten Schwellenwert überschreitet, DOLLAR A - langreichweitige Glättung in Form einer Mittelwertbildung in Projektionsrichtung.The present invention relates to an algorithmic method for suppressing artifacts in raw computer tomography data, based on the determination and subsequent subtraction of a correction sinogram from a measured output sinogram, which comprises the following steps: DOLLAR A - high-pass filtering an output sinogram in the channel direction to filter out the long-wave structures caused by anatomical objects, DOLLAR A - first low-pass filtering in the projection direction to improve the signal-to-noise ratio, DOLLAR A - formation of the amount of a weighted gradient of each data point in the Sinogram both in the projection direction and symmetrically about the corresponding channel axis, which indicates the amplitude of a change in any direction in the sinogram, and elimination of the data point if its change amplitude exceeds a defined threshold value, DOLLAR A - Removal of data points in the Sinogr amm, if their amplitude exceeds a defined threshold value, DOLLAR A - long-range smoothing in the form of averaging in the projection direction.

Description

Mit modernen medizinischen Diagnoseverfahren, wie beispiels weise der Röntgen-Computertomographie (CT), können Bilddaten eines untersuchten Messobjektes gewonnen werden. In der Regel handelt es sich bei dem untersuchten Messobjekt um einen Pa tienten.With modern medical diagnostic procedures, such as X-ray computed tomography (CT), can image data of an object under investigation can be obtained. Usually the examined object under test is a Pa tienten.

Die Röntgen-Computertomographie - im nachfolgenden kurz mit CT bezeichnet - ist ein spezielles Röntgen-Aufnahmeverfahren, daß sich im Bildaufbau grundsätzlich von dem klassischen Röntgen-Schichtaufnahmeverfahren unterscheidet. Bei CT-Auf nahmen erhält man Transversal-Schnittbilder, also Abbildungen von Körperschichten, die im wesentlichen senkrecht zur Kör perachse orientiert sind. Die im Bild dargestellte gewebespe zifische physikalische Größe ist die Verteilung des Schwä chunswertes von Röntgenstrahlung µ(x, y) in der Schnittebene. Das CT-Bild erhält man durch Rekonstruktion der vom verwende ten Meßsystem gelieferten eindimensionalen Projektionen der zweidimensionalen Verteilung von µ(x, y) aus zahlreichen ver schiedenen Blickwinkeln.X-ray computer tomography - in the following briefly with Called CT - is a special X-ray imaging procedure that the picture structure is fundamentally different from the classic one X-ray tomography method differs. With CT-Auf transversal sectional images are obtained of body layers that are substantially perpendicular to the body peraxis are oriented. The tissue spike shown in the picture the physical quantity is the distribution of the Schwä X-ray radiation µ (x, y) in the section plane. The CT image is obtained by reconstructing the one used provided one-dimensional projections of the two-dimensional distribution of µ (x, y) from numerous ver different perspectives.

Die Projektionsdaten ermitteln sich aus der Intensität I ei nes Röntgenstrahls nach seinem Weg durch die abzubildende Schicht und seiner ursprünglichen Intensität I₀ an der Rönt genquelle gemäß dem Absorptionsgesetz
The projection data are determined from the intensity I of an X-ray beam after its path through the layer to be imaged and its original intensity I ₀ at the X-ray source in accordance with the law of absorption

Der Integrationsweg L repräsentiert die Bahn des betrachteten Röntgenstrahls durch die zweidimensionale Schwächungsvertei lung µ(x, y). Eine Bildprojektion setzt sich dann aus den mit den Röntgenstrahlen einer Blickrichtung gewonnenen Meßwerten der Linienintegrale durch die Objektschicht zusammen.The integration path L represents the path of the considered X-ray through the two-dimensional attenuation distribution lung µ (x, y). An image projection then consists of the the measured values obtained from the x-rays of a viewing direction the line integral through the object layer together.

Man erhält die aus verschiedensten Richtungen stammenden Pro jektionen - charakterisiert durch den Projektionswinkel α - durch ein kombiniertes Röntgenröhren-Detektor-System, das in der Schichtebene um das Objekt rotiert. Die derzeit gebräuch lichsten Geräte sind sogenannte "Fächerstrahlgeräte" bei de nen Röhre und ein Array aus Detektoren (eine lineare Anord nung von Detektoren) in der Schichtebene gemeinsam um ein Drehzentrum, welches auch Mitte des kreisförmigen Meßfeldes ist rotieren. Die mit sehr langen Meßzeiten behafteten "Pa rallelstrahlgeräte" werden hier nicht erläutert. Es sei je doch darauf hingewiesen, daß eine Transformation von Fächer auf Parallelprojektionen und umgekehrt möglich ist, so daß die vorliegende Erfindung, die anhand eines Fächerstrahlgerä tes erklärt werden soll, ohne Einschränkung auch für Paral lelstrahlgeräte anwendbar ist.You get the Pro coming from different directions injections - characterized by the projection angle α - through a combined X-ray tube detector system, which in the layer plane rotates around the object. The currently in use Most devices are so-called "fan beam devices" at de a tube and an array of detectors (a linear array of detectors) in the layer plane together by one Center of rotation, which is also the center of the circular measuring field is rotating. The "Pa parallel beam devices "are not explained here yet noted that a transformation of subjects on parallel projections and vice versa is possible, so that the present invention based on a fan beam device tes should be explained, without restriction also for Paral Oil jet equipment is applicable.

Bei Fächerstrahlgeometrie besteht eine CT-Aufnahme aus Li nienintegralmeßwerten -ln(I/I₀) eintreffender Strahlen, die durch eine zweidimensionale Verknüpfung des Projektionswin kels α∈[0,2π] und den die Detektorpositionene definierenden Fächerwinkeln β∈[-β₀, β₀] (β₀ ist der halbe Fächeröffnungswin kel) charakterisiert sind. Da das Meßsystem nur über eine endliche Anzahl k von Detektorelementen verfügt und eine Mes sung aus einer endlichen Anzahl y von Projektionen besteht ist diese Verknüpfung diskret und kann durch eine Matrix dar gestellt werden:
With fan beam geometry, a CT scan consists of line integral measurement values -ln (I / I ₀ ) of incoming beams, which are obtained by two-dimensionally linking the projection angle α∈ [0.2π] and the fan angles βwink [-β ₀ , β defining the detector positions ₀ ] (β ₀ is half the opening angle of the compartment). Since the measuring system only has a finite number k of detector elements and a measurement consists of a finite number y of projections, this link is discrete and can be represented by a matrix:

Die Matrix (y, k) heißt Sinugramm für Fächerstrahlgeometrie. The matrix (y, k) is called sinugram for fan beam geometry.

Die Projektionszahl y und die Kanalzahl k liegen in der Grö ßenordnung von 1000.The projection number y and the channel number k are in the size order of 1000.

Auf das Prinzip der Bildrekonstruktion in der CT durch Be rechnung der µ-Wert-Verteilung soll hier nicht eingegangen werden. Dies ist beispielsweise in "Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik", 3. Auflage, München: Publicis MCD Verlag, 1995, Hrsg.: Morneburg Heinz, ISBN 3-89578-002-2, ausführlich dargestellt.On the principle of image reconstruction in CT by Be calculation of the µ-value distribution should not be included here become. This is for example in "imaging systems for Medical Diagnostics ", 3rd edition, Munich: Publicis MCD Verlag, 1995, ed .: Morneburg Heinz, ISBN 3-89578-002-2, detailed.

Allerdings ist mit der Berechnung der µ-Wert-Verteilung der durchstrahlten Schicht die Aufgabe der Bildrekonstruktion noch nicht abgeschlossen. Die Verteilung des Schwächungskoef fizienten µ repräsentiert im medizinischen Anwendungsbereich nur eine anatomische Struktur, welche noch in der Form eines Röntgenbildes dargestellt werden muß.However, the calculation of the µ-value distribution is the irradiated layer the task of image reconstruction not yet finished. The distribution of the weakening coefficient efficient µ represents in medical applications only an anatomical structure, which is still in the form of a X-ray image must be displayed.

Nach einem Vorschlag von G. N. Hounsfield ist es allgemein üb lich geworden, die Werte des linearen Schwächungskoeffizien ten µ (der die Maßeinheit cm^-1 hat) auf eine dimensionslose Skala zu transformieren, in der Wasser den Wert 0 und Luft den Wert -1000 erhält. Die Umrechnungsformel auf diese "CT- Zahl" lautet:
According to a proposal by GN Hounsfield, it has become common practice to transform the values of the linear attenuation coefficient µ (which has the unit cm ^-1 ) onto a dimensionless scale in which water is given the value 0 and air is given the value -1000. The conversion formula for this "CT number" is:

Die Einheit der CT-Zahl heißt "Hounsfield-Unit" (HU)., Diese Skala ist sehr gut zur Darstellung anatomischen Gewebes ge eignet, da die Einheit HU die Abweichung in Promille von µ_Wasser ausdrückt und die µ-Werte der meisten körpereigenen Substanzen sich nur wenig vom µ-Wert des Wassers unterschei den. Aus dem Zahlenbereich (von -1000 für Luft bis ca. 3000) werden nur ganze Zahlen als Träger der Bildinformation ver wendet.The unit of the CT number is called "Hounsfield Unit" (HU)., This scale is very well suited for displaying anatomical tissue, since the unit HU expresses the deviation in parts per thousand of _water and the µ values of most of the body's own substances differ only slightly from the µ-value of the water. From the number range (from -1000 for air to approx. 3000) only whole numbers are used as carriers of the image information.

Allerdings würde die Darstellung des gesamten Skalenbereiches von etwa 4000 Werten das Unterscheidungsvermögen des mensch lichen Auges bei weitem übersteigen. Zudem interessiert den Betrachter oft nur ein kleiner Ausschnitt des Schwächungswer tebereiches, z. B. die Differenzierung von grauer und weißer Gehirnsubstanz, die sich nur um etwa 10 HU unterscheiden.However, the entire scale range would be displayed of about 4000 values, the ability to differentiate human beings eye by far. He is also interested Often, viewers only see a small section of the weakened person t range, e.g. B. the differentiation between gray and white Brain substance that only differ by about 10 HU.

Aus diesem Grunde benutzt man die sogenannte Bildfensterung. Dabei wird nur ein Teil der CT-Werteskala ausgewählt und über alle verfügbaren Graustufen gespreizt. Auch kleine Schwä chungsunterschiede innerhalb des gewählten Fensters werden so zu wahrnehmbaren Grautonunterschieden, während alle CT-Werte unterhalb des Fensters schwarz und alle CT-Werte oberhalb des Fensters weiß dargestellt. Das Bildfenster kann sowohl in seinem Zentralniveau als auch in seiner Weite beliebig vari iert werden.For this reason, the so-called image window is used. Only a part of the CT value scale is selected and over all available grayscale spread. Even little cock Differences in the selected window become to noticeable gray tone differences while all CT values below the window black and all CT values above the Window shown in white. The image window can both in its central level as well as its width as desired be.

Die gewonnenen Bilddaten enthalten üblicherweise neben der gewünschten Bildinformation des untersuchten Meßobjektes auch Informationen, die auf Störeinflüsse während des Meßvorganges zurückzuführen sind.The image data obtained usually contain in addition to the desired image information of the examined measurement object too Information related to interference during the measurement process are due.

Es werden allgemein zwei verschiedene Kategorien von Proble men, die die Qualität der gewonnenen Bilddaten reduzieren, unterschieden: Bildrauschen und Artefakte. Diese beiden Prob leme sollen im Folgenden näher erläutert werden.There are generally two different categories of problems that reduce the quality of the image data obtained, distinguished: noise and artifacts. These two prob lems are to be explained in more detail below.

Das Bildrauschen läßt sich seinerseits in mehrere Ursachen gliedern.The image noise itself can be broken down into several causes divided.

- The main part of the picture noise is from the quantum rough caused, which results from the fact that each Radiation consists of a finite number of quanta, so that the number of measured quanta always ver divides fluctuates around an average.
- Usually there are no other causes for the image noise exactly monochromatic quanta of practically realizable X-ray tubes and scattered radiation that interact with the X-rays used with the electrons envelope of atoms during transmission through the measurement object based.

Auch die Artefakte werden weiter untergliedert:
Aliasing, Teilvolumenartefakte, Aushärtungsartefakte sowie Bewegungsartefakte sind typische Artefakte, deren Auftreten insbesondere von der Geometrie oder einer Bewegung des Meßob jektes abhängt.The artifacts are also further subdivided:
Aliasing, partial volume artifacts, curing artifacts and movement artifacts are typical artifacts, the occurrence of which depends in particular on the geometry or a movement of the measurement object.

Entsprechende Effekte wie das oben beschriebene Bildrauschen und die Artefakte finden sich auch bei anderen bildgebenden Systemen für die medizinische Diagnostik.Corresponding effects such as the image noise described above and the artifacts are also found in other imaging Systems for medical diagnostics.

Eine besondere Form der Artefakte, deren Ursache vor allem in dem verwendeten bildgebenden System der Computer-Tomographie selber zu suchen ist, bilden die Ringartefakte:
Wie oben bereits beschrieben werden in Fächerstrahlgeräten mehrere (bis zu 1000) Detektoren verwendet. Daher besteht die Möglichkeit der unzureichenden Kalibrierung der einzelnen De tektoren. Das heißt, daß gleiche Abschwächungen der das Me ßobjekt durchdringenden Strahlung von unterschiedlichen De tektoren unterschiedlich gemessen werden.Ring artifacts form a special form of artifacts, the cause of which is to be found primarily in the imaging system used by computer tomography itself:
As already described above, multiple (up to 1000) detectors are used in fan beam devices. Therefore there is the possibility of insufficient calibration of the individual detectors. This means that the same attenuations of the radiation penetrating the measurement object are measured differently by different detectors.

Bei einer unzureichenden Kalibrierung der einzelnen Detekto ren eines Computertomographen weisen die gewonnenen Bilddaten aufgrund der Rotation der Strahlenquelle und der Detektoren um das Meßobjekt während des Meßvorganges konzentrische Ringe oder Teilringbögen um das Drehzentrum auf, die keinen tat sächlichen Bezug zu dem betrachteten Meßobjekt haben. Derar tige Störungen in den Bilddaten werden Ringartefakte genannt.In the event of insufficient calibration of the individual detectors A computer tomograph shows the image data obtained due to the rotation of the radiation source and the detectors rings concentric around the measuring object during the measuring process or partial arcs around the center of rotation that did not have an objective reference to the object under consideration. Derar Any disturbances in the image data are called ring artifacts.

Die Größenordnung der differentiellen Kanalfehler liegt etwa bei einem Faktor kleiner gleich ± 2 × 10^-3 der detektierten In tensität. Obwohl diese Fehler den gemessenen Wert vom "wah ren" Wert meist nur um wenige Promille abweichen lassen, be bewirken sie im Bild deutlich sichtbare Ringartefakte. Die Ringe oder Teilringe haben eine Amplitude von ± 20 HU.The order of magnitude of the differential channel errors is approximately a factor of less than or equal to ± 2 × 10 ^{-3 of} the detected intensity. Although these errors usually only allow the measured value to deviate from the "true" value by a few per thousand, they cause clearly visible ring artifacts in the picture. The rings or partial rings have an amplitude of ± 20 HU.

Um Ringartefakte im Sinogramm bzw im Röntgen-Bild zu elimi nieren gibt es im Stand der Technik unterschiedliche Vorge hensweisen:
In der Patentschrift US 5 210 688 A ist ein Verfahren darge stellt zur Unterdrückung von Geräte-bedingten "Diskontinuitä ten" im Sinogramm, welche sich im späteren CT-Bild als Ring artefakte präsentieren. Das Verfahren basiert auf der Ermitt lung und anschließender Subtraktion eines Korrektur- Sinogrammes von dem Ausgangs-Sinogrammes. Dazu werden die Da ten fouriertransformiert um dann Kanalfehler von Objektstruk turen im Frequenzraum durch Tiefpass-Filterung zu trennen.In order to eliminate ring artifacts in the sinogram or in the X-ray image, there are different approaches in the prior art:
In the US Pat. No. 5,210,688 A, a method is shown for suppressing device-related "discontinuities" in the sinogram, which present themselves in the later CT image as ring artifacts. The method is based on the determination and subsequent subtraction of a correction sinogram from the starting sinogram. For this purpose, the data is Fourier transformed in order to then separate channel errors from object structures in the frequency domain by low-pass filtering.

In der Patentschrift US 5 745 542 A erfolgt die Trennung tat sächlicher Kanalfehler von Signalstrukturen im Korrektur- Sinogramm durch Auswertung eines Histogrammes, wobei eine Tiefpass-Filterung in Projektionsrichtung sowie eine Hoch pass-Filterung in Kanalrichtung erfolgt.In the US Pat. No. 5,745,542 A, the separation is done neuter channel error of signal structures in the correction Sinogram by evaluating a histogram, with one Low pass filtering in the projection direction as well as a high pass filtering in channel direction.

In der Patentschrift US 6 115 445 A wird zur Erstellung des Korrektur-Sinogrammes gleichfalls eine Tiefpass-Filterung in Projektionsrichtung sowie eine Hochpass-Filterung in Kanal richtung durchgeführt. Die Differenzierung zwischen brauchba ren Objekt-Signalen und zu eliminierenden Fehlersignalen er folgt jedoch mittels einer Gewichtungs- und Begrenzungs- Einheit die unter Verwendung sogenannter Wichtungsfaktoren eine Fehler-Signal-Abschätzung durchführt.In the patent US 6 115 445 A is used to create the Correction sinogram also a low-pass filtering in Projection direction and high pass filtering in channel direction carried out. The differentiation between usable ren object signals and error signals to be eliminated follows however by means of a weighting and limitation Unit that using so-called weighting factors performs an error signal estimation.

Aus der Patentschrift US 6 094 467 A ist es bekannt, zur Er kennung von Objektkanten (bei bzgl. der CT-Bildgebung inten sitätsstarken Metallimplantaten die als solche die CT- Bildqualität erheblich verschlechtern) durch die zweite Ab leitung der Schwächungswerte (Sinugrammwerte) A(i, θ) nach der Kanalzahl i (θ ist die jeweilige Projektion) auszuwerten.From the patent US 6 094 467 A it is known to Er Detection of object edges (with regard to the CT imaging inten strong metal implants which as such Significantly deteriorate image quality) by the second Ab conduction of the attenuation values (sinugram values) A (i, θ) after the Channel number i (θ is the respective projection) to be evaluated.

Weitere Verfahren zur Eliminierung von Ringartefakten im Si nogramm bzw. im Röntgen-Bild, die Teile der oben genannten Verfahrenschritte beinhalten, sind die im Stand der Technik bekannten Algorithmen:Further methods for eliminating ring artifacts in Si nogram or in the X-ray image, the parts of the above Process steps include those in the prior art known algorithms:

a) Raw data balancing process

Hier werden die Kanalfehler, die sich im Sinogramm durch li nienartige Strukturen identifizieren, detektiert und korri giert.Here the channel errors, which are represented in the sinogram by li identify, detect and correct yaws.

b) Image balancing process

Aufgrund von Kanalfehler im Bild dargestellte Ringe und Teil ringe werden direkt im Bild erkannt und korrigiert.Rings and part shown in the picture due to channel failure rings are recognized and corrected directly in the image.

Empirisch zeigt sich, daß b) im allgemeinen effizienter wirkt als a), in der Nähe des Drehzentrums die Korrektur jedoch auf Grund mangelnder Statistik bei der Detektion von Ringen selbst Artefakte produzieren kann. Für die Kanäle in der Um gebung des Drehzentrums - als Kanal bezeichnet man die Ver bindungsgerade von der (punktförmigen) Röntgenquelle zu einem Detektorelement - ist daher der Rohdaten-Balancing-Verfahren von Vorteil.It has been shown empirically that b) generally works more efficiently than a), the correction is close to the center of rotation Lack of statistics in the detection of rings can produce artifacts itself. For the channels in the um the turning center - the channel is the ver Straight line from the (point) X-ray source to one Detector element - is therefore the raw data balancing process advantageous.

Die vorliegende Erfindung stellt eine erhebliche Weiterent wicklung des Rohdaten-Balancing-Verfahren dar, weshalb dieses im folgenden beschrieben werden soll:The present invention is a significant further development development of the raw data balancing process, which is why this will be described in the following:

Das Verfahren basiert auf folgenden Annahmen:
The process is based on the following assumptions:

1. The ring artifacts to be corrected should cover a minimum angle of 30 ° in the image. Accordingly, a channel error lasts at least N P / 12 consecutive projections.
2. The error amplitude (the ring) may have a certain limit not exceed value (currently 15 debuffs units).

Die sogenannte "Balancingprozedur" dient - wie oben erwähnt - zur Korrektur von CT-Rohdaten (diese finden ihre Darstellung im Sinugramm) deren zugehöriges Bild ringförmige Artefakte aufweist. Diese Fehler müssen vom Verfahren erkannt und von "echten" Strukturen ähnlichen Erscheinungsbildes unterschie den werden.The so-called "balancing procedure" serves - as mentioned above - for the correction of raw CT data (these are shown in the sinugram) whose associated image is ring-shaped artifacts having. These errors must be recognized by the procedure and by Differentiate between "real" structures of similar appearance that will.

Das Balancing-Verfahren weist folgende Teilschritte auf:
The balancing process has the following sub-steps:

A) compression
First, the data volume is reduced with an average compression in α and noise smoothing is carried out.
B) high pass filtering
A high-pass filtering in the direction of β then emphasizes the differential channel errors.
C) α low pass 1
An α low-pass filter dampens short-range structures, which makes it possible to distinguish channel errors from high-frequency structures.
D) α differentiators
By forming an α difference, signal structures that are not oriented in the α direction remain recognizable.
E) decision maker
A decision as to whether or not channel errors are made is made with the aid of an amplitude and an α gradient threshold value decision.
F) α low pass 2
The structures present in the α short-range after the decision, which are not channel errors, are weakened in their influence by a second α low-pass filter.
G) decompression
H) Correction
The correction is finally carried out by subtracting the correction sinugram obtained from the measured sinugram.

Auf die jeweiligen Schritte soll nun im einzelnen näher ein gegangen werden.The individual steps should now be examined in more detail be gone.

Dabei wird auf die Darstellung des Sinugramms Bezug genommen in dem die vorverarbeiteten CT-Werte - CT-Rohdaten genannt - die Schwächungswerte S(y, k) darstellen. Horizontal werden die Kanäle k einer Projektion und vertikal die Projektionsnummern y - beide jeweils beginnend mit 1 - aufgetragen:
Reference is made to the representation of the sinugram in which the preprocessed CT values - called CT raw data - represent the attenuation values S (y, k). The channels k of a projection are plotted horizontally and the projection numbers y vertically - both starting with 1:

I) compression

Zur Reduzierung der Rechenzeit und weil die zu entfernenden Kanalfehler in Projektionsrichtung eine Mindestausdehnung be sitzen ist es sinnvoll für die weiteren Operationen die An zahl der zur Korrektur herangezogenen Projektionen zu redu zieren. Dies erfolgt durch arithmetische Mittelung von N Pro jektionen, d. h. es wird ein neues Sinugramm erstellt, welches nunmehr NPRO/N Projektionen enthält:
In order to reduce the computing time and because the channel errors to be removed have a minimum extension in the projection direction, it makes sense for the further operations to reduce the number of projections used for correction. This is done by arithmetically averaging N projections, ie a new sinugram is created, which now contains NPRO / N projections:

wobei y = 1, 2 . . . NPRO/N
und NPRO/N = NKOMP
ist.where y = 1, 2. , , NPRO / N
and NPRO / N = NKOMP
is.

Der Faktor N hängt von der Anzahl der Projektionen pro Umlauf ab. N wird so gewählt, daß der Abstand zweier komprimierter Projektionen einem Umlaufwinkel α von ungefähr 3° ent spricht. Bei einem Vollumlauf sind dies ca. 120 Projektionen.The factor N depends on the number of projections per revolution from. N is chosen so that the distance between two compressed Projections ent a rotation angle α of about 3 ° ent speaks. In the case of a full revolution, this is approximately 120 projections.

Wie gesagt ist eine Kompression zwar sinnvoll, muß aber nicht zwangsweise durchgeführt werden.As I said, compression makes sense, but it doesn't have to be carried out compulsorily.

II) high pass filtering

Auch in komprimierten Sinugrammen setzen sich die Kanalfehler in aufeinanderfolgenden komprimierten Projektionen fort. Da die Fehler jedoch sehr klein sind, und außerdem nur der dif ferenzielle Amplituden-Fehler bzgl. der Nachbarkanäle korri giert werden soll, ist eine geeignete Hochpassfilterung in Kanalrichtung (β-Richtung) vorzunehmen:
Even in compressed sinograms, the channel errors continue in successive compressed projections. However, since the errors are very small and only the differential amplitude error with regard to the adjacent channels is to be corrected, suitable high-pass filtering in the channel direction (β direction) must be carried out:

Die Wirkung des Hochpasses im Bild- und Sinugrammbereich ist dadurch gekennzeichnet, dass niederfrequente Komponenten be seitigt werden aber Ringartefakte und Strukturen mit hochfre quenten Anteilen in radialer Richtung hervorgehoben werden. Da das Objekt einen langwelligen Verlauf aufweist wird es durch den Hochpaß herausgefiltert. Übrig bleiben einerseits hochfrequente Kanalfehler die am Ende des Verfahrens durch Subtraktion des Korrektursinugramms vom ursprünglichen Si nugramm entfernt werden. Andererseits werden auch scharfe Ob jektkanten als hochfrequente Strukturen erkannt, nicht her ausgefiltert und in das Korrektursinugramm mit aufgenommen. Fälschlicherweise würden so wichtige Objektstrukturen nach der Sinugrammkorrektur eliminiert. Dies jedoch soll im α- Differenzierer in Schritt IV) verhindert werden.The effect of the high pass in the image and sinugram area is characterized in that low-frequency components be ring artifacts and structures with highly fre quent portions in the radial direction are highlighted. Since the object has a long-wave course, it will filtered out by the high pass. Remain on the one hand high frequency channel errors caused by at the end of the procedure Subtraction of the correction ninogram from the original Si be removed. On the other hand, sharp obs ject edges recognized as high-frequency structures, not here filtered out and included in the correction ingram. Such important object structures would be erroneously added the sinugram correction is eliminated. However, in the α- Differentiators in step IV) can be prevented.

Um sogenannte Ausreißer zu eliminieren kann nach der Hochpaß filterung ebenso optional ein Medianfilter verwendet werden. Dieser vermeidet auch, daß Kanalfehler in der Hochpaßfilte rung leicht ausgeschmiert werden.In order to eliminate so-called outliers after the high pass filtering, a median filter can optionally be used. This also avoids channel errors in the high-pass filters greased easily.

III) α low pass 1

Wie eingangs erwähnt, sollen Ringartefakte im Bild eine Min destausdehnung von 30 Grad haben. "Echte" Strukturen, die ringförmig angeordnet sind, aber eine geringere Ausdehnung haben, sollen nicht entfernt werden. Dazu wird in Projekti onsrichtung eine Glättungsoperation eingeführt, die die Amp litude kurzer Strukturen reduziert, die Amplitude von ausge dehnten Ringen jedoch erhält.As mentioned at the beginning, ring artifacts in the image should last a min have an extension of 30 degrees. "Real" structures that are arranged in a ring, but a smaller extent should not be removed. For this purpose, in Projekti direction introduced a smoothing operation that the Amp litude of short structures reduced, the amplitude of out stretched rings, however.

Zusätzlich wird dadurch das Rauschen reduziert und damit die Dediktionssicherheit erhöht. Durch diese Glättung in Projek tionsrichtung können Kanalfehler isoliert und Rauschen elimi niert werden.In addition, the noise is reduced and thus the Diction security increased. Through this smoothing in Projek direction can isolate channel errors and noise elimi be kidneyed.

Es kann jedoch sein, daß Objekte (z. B. Schädelknochen) im Si nugramm Linien verursachen die denen der Kanal- bzw. Amplitu denfehler sehr ähnlich sind. Derartige Strukturen müssen e benfalls eliminiert werden, damit diese bei der Korrektur nicht wegretuschiert werden. Dazu verwendet man den Schritt der Differenzierung in Projektionsrichtung.However, objects (e.g. skull bones) may be in the Si Nugram lines cause those of the channel or amplitude errors are very similar. Such structures must e if necessary be eliminated so that when correcting not retouched. To do this, use the step differentiation in the direction of projection.

IV) α differentiators

Zur Detektion von nicht-(exakt-)ringförmigen Strukturen, die sich durch starke Änderung in Projektionsrichtung auszeich nen, wird das geglättete Signal in Projektionsrichtung "dif ferenziert".
The smoothed signal is "differentiated" in the projection direction in order to detect non-(exactly) ring-shaped structures which are distinguished by a strong change in the projection direction.

Diff(y, k) = Tiefpaß1(y, k) - Tiefpaß1(y - 1, k) (8)Diff (y, k) = low pass1 (y, k) - low pass1 (y - 1, k) (8)

Diese Operation ist eine Approximation der ersten Ableitungen in α-Richtung bzw. der abziehenden Teilen der ersten Ablei tung (Gradient) im Bildbereich:
This operation is an approximation of the first derivatives in the α direction or the subtractive parts of the first derivative (gradient) in the image area:

Falls in Gleichung (9) Δy = 1 (bestmögliche Annäherung) ergibt sich
If Δy = 1 (best possible approximation) results in equation (9)

Nicht in α-Richtung orientierte Signalstrukturen und in α- Richtung orientierte Signalstrukturen mit schnell veränderlicher Amplitude werden zwar verändert, bleiben aber erkennbar. Datenstrukturen von Vollringen und Teilringen wer den eliminiert. Das heißt, Strukturen die keinem Kanalfehler zugeordnet werden können, sondern durch absorbierende Objekte verursacht sind, werden eliminiert, und zwar aufgrund der An nahme, daß ein Kanalfehler sich nur geringfügig über die Zeit verändert, eine Objektkante aber eine schnelle Variation be wirkt.Signal structures not oriented in the α direction and in the Direction-oriented signal structures with fast variable amplitude are changed, but remain recognizable. Data structures of full rings and partial rings that eliminated. That is, structures that have no channel error can be assigned, but by absorbing objects are eliminated due to the type assumed that a channel error only changed slightly over time changed, an object edge but a quick variation acts.

V) decision maker

Die Entscheidung, ob Ringe vorliegen oder nicht, fällt durch zwei Amplitudenschwellen. Es kann nämlich sein, daß eine Struktur detektiert wurde, die fälschlicherweise kein Ring war, sondern beispielsweise eine scharfe Knochenkante (In der Regel hat eine derartige Struktur eine sehr hohe Amplitude). The decision whether rings are present or not is made two amplitude thresholds. It may be that a Structure was detected that incorrectly did not have a ring but, for example, a sharp bone edge (in the Such a structure usually has a very high amplitude).

Überschreitet der Betrag der Ableitung eine der im folgenden definierten Schwellen, so wird der zugeordnete Datenpunkt entfernt, damit diese tatsächlich anatomische Struktur später bei der Sinugrammsubtraktion nicht berücksichtigt wird.If the amount of the derivative exceeds one of the following defined thresholds, then the assigned data point removed so this actually anatomical structure later is not taken into account for sinugram subtraction.

1. If the absolute value of the differentiated signal Diff (y, k) is below the gradient threshold S4 <0, it is assumed that it is a ring acts, whose amplitude in the sinugram Lowpass1 (y, k) be was calculated. Otherwise this value is set to 0.
2. Is the absolute value of the sinugram | low pass1 (y, k) | be is larger than an amplitude threshold S3 <0, so the value is limited to ± S3. This is said to correct errors in ih reduce its effect.

Die Schwellwertoperationen lassen sich wie folgt beschreiben:
Entsch(y, k) = Tiefpaß1(y, k), wenn |Diff(y, k)| < = S4
Entsch(y, k) = 0, wenn |Diff(y, k)| < S4
Entsch(y, k) = S3, wenn Entsch(y, k) < S3
Entsch(y, k) = -S3, wenn Entsch(y, k) < -S3 (11)The threshold operations can be described as follows:
Dec (y, k) = low pass1 (y, k) if | Diff (y, k) | <= S4
Dec (y, k) = 0 if | Diff (y, k) | <S4
Dec (y, k) = S3 if Dec (y, k) <S3
Dec (y, k) = -S3 if Dec (y, k) <-S3 (11)

Die Schwelle S3 ist kanalunabhängig, S4 ist kanalabhängig. In einem zentralen Kanalbereich gilt die Schwelle S4i, peripher gilt S4a (S4i < S4a). Erkennungsbedingungen im äußeren Kanalbe reich sind strenger als im zentralen Kanalbereich (außen gilt S4i = 2.S4a). Der Innenbereich einer Projektion enthält meist höherfrequente Datenstrukturen als der Außenbereich. Die Ge fahr der Eliminierung von Kanalfehlern durch eine zu niedrige Gradientenschwelle ist dann größer.The threshold S3 is channel-independent, S4 is channel-dependent. In The threshold S4i applies peripherally to a central channel area S4a applies (S4i <S4a). Detection conditions in the outer canal rich are stricter than in the central canal area (outside applies S4i = 2.S4a). The interior of a projection usually contains higher-frequency data structures than the outside area. The Ge Drive the elimination of channel errors by a too low one The gradient threshold is then greater.

Zusammenfassend kann gesagt werden, daß unter der Annahme, daß Kanalfehler Amplituden in einem beschränkten Bereich auf weisen und dadurch die Daten durch eine Schwelle begrenzt werden, einer Generierung von Artefakten auf Grund von in Schritt IV) nicht identifizierten Objekten, durch Schritt V) entgegengewirkt werden kann.In summary it can be said that on the assumption that channel errors have amplitudes in a limited range point and thereby limit the data by a threshold generation of artifacts based on in Step IV) unidentified objects, through Step V) can be counteracted.

VI) α low pass 2

Eine abschließende α-Tiefpaßfilterung des durch den Ent scheider erzeugten Sinugramms soll die durch die Schwellen wertoperationen erzeugten Amplitudensprünge glätten.A final α low pass filtering of the Ent The generated sinugram is said to be generated by the thresholds smoothing value operations generated amplitude jumps.

Die vorher angesprochenen Kanteneffekte werden so weitgehend eliminiert. Da bei der Ringdetektion eine Mindestausdehnung von 30° angenommen wurde, würden in der Detektormitte (im zentralen Kanalbereich) auch Objektstrukturen von wenigen Millimetern Ausdehnung als Ringe erkannt und entfernt. Des halb wird in einem Bereich um die Detektormitte eine Glättung wesentlich größerer Reichweite durch einen zweiten α- Tiefpaßfilter eingesetzt. Für den zentralen Bereich der De tektorkanäle k gilt Gleichung (12) mit z. B. L = 25:
The previously mentioned edge effects are largely eliminated. Since a minimum extension of 30 ° was assumed for the ring detection, object structures of a few millimeters extension would also be recognized and removed as rings in the center of the detector (in the central channel area). For this reason, a smoothing of a considerably greater range is used in a region around the center of the detector by means of a second α low-pass filter. For the central region of the detector channels k equation (12) applies with z. B. L = 25:

Für den äußeren Bereich der Detektorkanäle k gilt:
The following applies to the outer region of the detector channels k:

mit z. B. L = 9.with z. B. L = 9.

VII) Decompression

Falls zu Beginn des Verfahrens eine Datenkomprimierung durch geführt wurde, findet nun eine Datendekomprimierung durch ei ne zur Datenkomprimierung inverse Prozedur statt.If a data compression by data decompression is now performed by ei ne inverse procedure for data compression instead.

VIII) Correction

Die in Tiefpaß2(y, k) enthaltenen Daten stellen das Korrektur sinugramm dar, das man nun vom Eingangssinugramm subtrahiert. Dabei wird jede Korrekturprojektion Tiefpaß2(ykomp, *) auf n- Eingangsprojektionen angewandt.
The data contained in low pass2 (y, k) represent the correction sinugram, which is now subtracted from the input sinugram. Each correction projection low pass2 (ykomp, *) is applied to n input projections.

Ergebnis[(y - 1).N + i, k] = S[(y - 1).N + i, k] - Tiefpaß2(y, k) (14)
Result [(y - 1) .N + i, k] = S [(y - 1) .N + i, k] - low pass2 (y, k) (14)

Mit y = 1, 2 . . . NPRO/N
und i = 1, 2 . . . NWith y = 1, 2. , , NPRO / N
and i = 1, 2. , , N

Somit wäre das Balancing-Verfahren vollständig skizziert. Um auszuschließen, daß das Balancing-Verfahren neben einer be friedigenden optimierenden Wirkung durch Definition der Schwellen in den Schritten IV) und V) seinerseits Artefakte erzeugt, muß das Glättungsintervall in Schritt VI) sehr Groß - üblicherweise in der Größenordnung einer halben Rotation - gewählt werden.The balancing process would thus be fully outlined. Around rule out that the balancing process in addition to a be peaceful optimizing effect by defining the Thresholds in steps IV) and V) in turn artifacts generated, the smoothing interval in step VI) must be very large - usually on the order of half a rotation - to get voted.

Verringert man die Länge des Glättungsintervalls, so wird das Verfahren in Bezug auf die Erzeugung von Artefakten kritisch. Läuft beispielsweise die scharfe Kante eines Objektes (z. B. der Schädelknochen) längere Zeit "parallel" zur Projektions achse, so wird diese in Schritt IV) nicht als solche erkannt, wie später anhand der beschreibenden Figuren veranschaulicht wird. Durch eine Glättung gemäß Schritt VI) in Form einer Mittelwertbildung über ein kurzes Glättungsintervall bleiben entlang eines bzw. mehrerer benachbarter Kanäle als Folge Werte mit hoher Amplitude bestehen. Trotz der Glättung mit verkürztem Glättungsintervall in Schritt VI) führen diese Werte zu erheblichen Korrekturen. Im Bild macht sich das durch Teilringe mit etwa der halben Länge des Glättungsinter valls bemerkbar, die sozusagen aus der Objektstruktur (z. B. des radialen Schädelknochens) Fahnen-artig herausgezogen bzw. ausgeschmiert werden. If you reduce the length of the smoothing interval, it becomes Critical process related to artifact generation. For example, if the sharp edge of an object (e.g. the skull bone) for a long time "parallel" to the projection axis, it is not recognized as such in step IV), as later illustrated using the descriptive figures becomes. By smoothing according to step VI) in the form of a Averaging remains over a short smoothing interval as a result along one or more adjacent channels There are high amplitude values. Despite the smoothing with shortened smoothing interval in step VI) perform this Values for significant corrections. In the picture it does by partial rings with about half the length of the smoothing sinter valls noticeable, so to speak from the object structure (e.g. of the radial skull bone) pulled out like a flag or be lubricated.

Das in Schritt VI) festgelegte Glättungsintervall in der Grö ßenordnung einer halben Rotation hat jedoch auch entscheiden de Nachteile:
Dadurch, daß Strukturen, die Objekten zuzuordnen sind, elimi niert werden, ist in diesen Bereichen des Sinogramms eine Er mittlung der zu korrigierenden Kanalamplitude nicht mehr mög lich. Werden z. B. im Mittel die Hälfte der Projektionen im Rahmen der Differenzierung in Schritt IV) entfernt, so be trägt die in Schritt VI) berechnete Korrekturamplitude nur noch die Hälfte des wahren Fehlers da ja über 100% gemittelt wurde. Ein zu korrigierendes Ringartefakt bleibt damit nach der Korrektur mit etwa halber Amplitude bestehen und kann al so nicht eliminiert werden.However, the smoothing interval in the order of half a rotation defined in step VI) also has decisive disadvantages:
The fact that structures that are assigned to objects are eliminated, it is no longer possible to determine the channel amplitude to be corrected in these areas of the sinogram. Are z. B. removed on average half of the projections as part of the differentiation in step IV), the correction amplitude calculated in step VI) is only half of the true error since over 100% was averaged. A ring artifact to be corrected thus remains after the correction with approximately half the amplitude and cannot be eliminated in this way.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher das Balan cing-Verfahren und das CT-Gerät zur Durchführung dieses Ver fahrens weiter zu verbessern.The object of the present invention is therefore the balan cing method and the CT device for performing this Ver driving continue to improve.

Die oben genannte Aufgabe wird also durch eine Verbesserung des Balancing-Verfahrens gemäß den Merkmalen des unabhängigen Anspruches 1 gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.So the above task is being improved of the balancing process according to the characteristics of the independent Claim 1 solved. The dependent claims form the central ideas of the invention in a particularly advantageous Way on.

Es wird also ein Verfahren zur Unterdrückung von in Computer- Tomographie-Bildern ringförmige Strukturen hervorrufenden Ar tefakten in Computer-Tomographie-Rohdaten vorgeschlagen, das in verschiedenen Schritten ein Korrektur-Sinogramm ermittelt und dieses von einem Ausgangs-Sinogramm subtrahiert. Die Er mittelung des Korrektur-Sinogrammes weist folgende Schritte auf:
A method is therefore proposed for suppressing artifacts in computer tomography raw data which cause ring-shaped structures in the form of raw tomographic images, which determines a correction sinogram in different steps and subtracts this from an output sinogram. The determination of the correction sinogram has the following steps:

- High-pass filtering of an output sinogram in Kanalrich around the long world caused by anatomical objects filter out current structures,
- First low-pass filtering of the high-pass filtered sinogram in the projection direction around the signal-to-noise ratio improve,
- Forming the amount of a weighted gradient each the data point in the low pass filtered sinogram both in Projection direction as well as symmetrical around the correspond appropriate channel axis, the amplitude of a change in be direction in the sinogram, and elimination of the Data point, if its change amplitude by a first and a second fixed threshold exceeds
- Removal of remaining data points in the low pass file ter sinogram if their amplitude is a third or exceeds a fourth set threshold,
- Second low-pass filtering (long-range smoothing) of the resulting sinogram in the form of averaging in the direction of projection.

Das so erhaltene Korrektur-Sinogramm wird also, wie erwähnt, letztendlich von dem Ausgangs-Sinogramm subtrahiert.The correction sinogram thus obtained is, as mentioned, ultimately subtracted from the original sinogram.

Dieses Verfahren erlaubt insbesondere durch den dritten Schritt eine ausgezeichnete Erkennung von Objekt-Strukturen, so daß diese im Korrektur-Sinogramm entfernt und demnach im Ausgangs-Sinogramm belassen, also nicht korrigiert werden. Ein weiterer Vorteil ist, daß beim letzten Schritt des Ver fahrens das Glättungsintervall deutlich verkürzt werden darf ohne daß das Verfahren in Bezug auf die Erzeugung von Arte fakten kritisch werden würde, da ja sämtliche Objekt- Strukturen als solche erkannt und im Korrektur-Sinogramm ent fernt worden sind. Eine Verringerung des Glättungsintervalls hat aber auch den Vorteil, daß wegen der Mittelung über weni ger - und zwar deutlich weniger - Projektionen die Anzahl der im Rechner zu puffernden Projektionen drastisch reduziert werden kann. Der Vorteil besteht in der Schonung der für die Computer-Tomographie bereitzustellenden Ressourcen wie beispielsweise des Arbeitsspeichers oder den Datentransfer im Gerät. Vorteilhafterweise verringert sich dadurch auch die Laufzeitverzögerung von der ersten Datenaufnahme bis zur Er zeugung des CT-Bildes im Rahmen einer "Bild-Rekonstruktions- Pipeline".This method allows, in particular, the third Excellent detection of object structures, so that this is removed in the correction sinogram and accordingly in Leave the original sinogram, i.e. do not correct it. Another advantage is that in the last step of Ver driving the smoothing interval may be shortened significantly without the process related to the generation of arte facts would become critical, since all object Structures recognized as such and ent in the correction sinogram have been removed. A decrease in the smoothing interval but also has the advantage that because of the averaging over few eng - and significantly fewer - projections the number of Projections to be buffered in the computer are drastically reduced can be. The advantage is the protection of the for Computed tomography resources such as For example, the RAM or data transfer in the Device. This advantageously also reduces the Runtime delay from the first data acquisition to the Er generation of the CT image as part of an "image reconstruction Pipeline".

Um eine bessere Korrekturqualität zu erhalten kann vorteil hafterweise nach dem Schritt der Hochpass-Filterung eine Me dian-Filterung des hochpassgefilterten Sinogrammes in Kanal richtung erfolgen.To get a better correction quality can be advantageous unfortunately after the high pass filtering step a me dian filtering of the high pass filtered sinogram in channel direction.

Die Wichtung des Gradienten erfolgt vorteilhaft durch empi risch festgelegte Skalenparameter bezüglich Kanal- bzw. Pro jektionsrichtung.The gradient is advantageously weighted by empi Rically determined scale parameters with regard to channel or pro jektionsrichtung.

Von Vorteil ist weiterhin, wenn in dem Schritt der zweiten Tiefpass-Filterung eine deutliche Verkürzung des Glättungsin tervalls erfolgt.It is also advantageous if in the step the second Low-pass filtering significantly reduces the smoothing tervalls takes place.

Zur Reduzierung der Rechenzeit als erster Schritt des Verfah rens ist es ebenso vorteilhaft die Anzahl der zur Korrektur herangezogenen Projektionen durch eine mittelnde Kompression in Projektionsrichtung zu reduzieren und nach der gesamten Korrektur durch ein inverses Vorgehen wieder zu dekomprimie ren.To reduce computing time as the first step in the process rens it is also advantageous the number of corrections projections used by averaging compression to reduce in the projection direction and after the whole Correction by an inverse approach to decompression ren.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann auf einem Computer eines Computer-Tomographiegerätes implementiert sein in dem die einzelnen Schritte der Signalverarbeitung durchgeführt wer den.The method according to the invention can be carried out on a computer Computer tomography device can be implemented in which the individual steps of signal processing who carried out the.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann ferner auch als Computer programm realisiert sein. The method according to the invention can also be used as a computer program can be realized.

Weitere Merkmale, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nunmehr anhand von Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die begleitenden Figuren der Zeichnungen erläutert.Other features, characteristics and advantages of the present Invention are now based on exemplary embodiments and with reference to the accompanying figures of the drawings explained.

Fig. 1 zeigt schematisch eine CT-Apparätur für ein Fächer strahlverfahren das gemäß der vorliegenden Erfindung arbeitet, Fig. 1 schematically shows a CT-Apparätur for a fan-beam method which according to the present invention operates,

Fig. 2 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungs weise des Hochpaß-Filters, Fig. 2 shows a diagram demonstrating the effect as the high-pass filter,

Fig. 3 zeigt im Diagramm typische Schwächungswerte des CT- Signals einer realen Projektion eines Schädel-Scans, Fig. 3 is a graph showing typical attenuation values of the CT signal of a real projection of a cranial scan,

Fig. 4 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungs weise des Hochpaß-Filters anhand eines Zylinder- Phantoms, Fig. 4 shows a diagram demonstrating the effect as the high-pass filter, using a cylindrical phantom,

Fig. 5a bis 5j zeigen die Wirkungsweise des Verfahrens an theoretischen Sinogrammen. FIGS. 5a to 5j show the operation of the method of theoretical sinograms.

In Fig. 1 ist schematisch ein Computer-Tomographiegerät für ein Fächerstrahlverfahren dargestellt, daß gemäß der vorlie genden Erfindung arbeitet. Bei diesem Gerät rotieren Röntgen- Röhre 1 und Strahlenempfänger 2 (Detektoren) gemeinsam um ei ne Drehmitte, die auch Mitte des kreisförmigen Meßfeldes 5 ist, und in der sich der zu untersuchende Patient 3 auf einer Patientenliege 4 befindet. Um verschiedene parallele Ebenen des Patienten 3 untersuchen zu können, kann die Patientenlie ge entlang der Körperlängsachse verschoben werden. Wie man aus der Zeichnung erkennen kann, ergeben sich bei CT-Aufnah men Transversalschnittbilder, also Abbildungen von Körper schichten, die im wesentlichen senkrecht zur Körperachse ori entiert sind. Diese Schichtdarstellungsmethode stellt die Verteilung des Schwächungswertes µ_z(x, y) selbst dar (z ist die Position auf der Körperlängsachse). Die Computer-Tomo graphie (im folgenden CT genannt) benötigt Projektionen unter sehr vielen Winkeln α. Zur Erzeugung einer Schichtaufnahme wird der von der Röntgenröhre 1 emittierte Strahlenkegel so ausgeblendet, daß ein ebener Strahlenfächer entsteht, der eindimensionale Zentralprojektionen der durchstrahlten Schicht entwirft. Zur exakten Rekonstruktion der Verteilung der Schwächungswerte µ_z(x, y) muß dieser Strahlenfächer senk recht auf der Drehachse stehen und außerdem so weit gespreizt sein, daß er aus jeder Projektionsrichtung α die anvisierte Schicht des Meßobjektes vollständig überdeckt. Dieser das Ob jekt durchdringende Strahlenfächer wird von Detektoren die auf einem Kreissegment linear angeordnet sind aufgefangen. Bei handelsüblichen Geräten sind dies bis zu 1000 Detektoren. Der einzelne Detektor reagiert auf die eintreffenden Strahlen mit elektrischen Signalen, deren Amplitude proportional zur Intensität dieser Strahlen ist.In Fig. 1, a computer tomography device for a fan beam method is shown schematically that works according to the vorlie invention. In this device, the X-ray tube 1 and the radiation receiver 2 (detectors) rotate together around a center of rotation, which is also the center of the circular measuring field 5 , and in which the patient 3 to be examined is on a patient couch 4 . In order to be able to examine different parallel planes of the patient 3 , the patient bed can be moved along the longitudinal axis of the body. As can be seen from the drawing, there are transversal sectional images, that is to say images of body layers, which are oriented essentially perpendicular to the body axis in CT recordings. This layer representation method represents the distribution of the attenuation value µ _z (x, y) itself (z is the position on the longitudinal axis of the body). Computer tomography (hereinafter referred to as CT) requires projections α at very many angles. To generate a slice image, the beam cone emitted by the X-ray tube 1 is masked out in such a way that a flat fan of rays is created, which designs one-dimensional central projections of the irradiated layer. For the exact reconstruction of the distribution of the attenuation values µ _z (x, y), this beam fan must be perpendicular to the axis of rotation and must also be spread so far that it completely covers the targeted layer of the measurement object from each projection direction α. This object that penetrates the object is caught by detectors that are linearly arranged on a segment of a circle. With commercially available devices, this is up to 1000 detectors. The individual detector responds to the incoming beams with electrical signals, the amplitude of which is proportional to the intensity of these beams.

Jedes einzelne zu einer Projektion α gehörige Detektorsignal wird jeweils von einer Meßelektronik 7 aufgenommen und an ei nen Computer 8 weitergeleitet. Mit dem Computer 8 lassen sich die gemessenen Daten nun in geeigneter Weise verarbeiten und zunächst in Form eines Sinugramms (in dem die Projektion α als Funktion der Meßwerte des entsprechenden Kanals β aufge tragen wird) in sogenannten Gordon-Einheiten, schließlich a ber in Form eines natürlichen Röntgenbildes in Hounsfield- Einheiten an einem Monitor 6 visualisieren.Each individual detector signal associated with a projection α is recorded by measuring electronics 7 and passed on to a computer 8 . With the computer 8 , the measured data can now be processed in a suitable manner and first in the form of a sinugram (in which the projection α is plotted as a function of the measured values of the corresponding channel β) in so-called Gordon units, and finally in the form of a Visualize the natural x-ray image in Hounsfield units on a monitor 6 .

Allerdings können die Detektoren (die im folgenden auch als Kanäle bezeichnet werden) aus verschiedenen physikalischen Gründen - wie bereits weiter oben erwähnt - Fehler-behaftete Signale liefern. Im Gegensatz zu einem idealen Detektor weist ein realer Detektor unter anderem folgende Schwächen auf:
However, as already mentioned above, the detectors (which are also referred to as channels below) can deliver error-prone signals for various physical reasons. In contrast to an ideal detector, a real detector has the following weaknesses:

a) The signal from the detector does not disappear when there is no signal Radiation (one speaks of "dark current").
b) The relationship between intensity and the signal is non-linear.

Diese Effekte können im Rahmen der im Computer 8 durchgeführ ten Vorverarbeitung durch beispielsweise eine Offset-Korrek tur und/oder durch einen Polynom-Fit, wie er in einer soge nannten Channel Correction (CCR, Kanal-Korrektur durch Mes sung der Schwächung mehrerer in den Strahlengang eingebrach ter Phantome) bis beispielsweise zur zweiten Ordnung durchge führt wird, bis zu einem gewissen Grad korrigiert werden. Aufgrund von z. B. Temperaturabhängigkeiten aber steht in der Regel auch nach der Vorverarbeitung kein "idealer" Datensatz zur Verfügung.These effects can be carried out in the context of the preprocessing carried out in the computer 8 by, for example, an offset correction and / or by a polynomial fit, as is known in a so-called channel correction (CCR, channel correction by measuring the weakening of several in the Beam path introduced phantoms) is carried out, for example, to the second order, to a certain extent be corrected. Due to z. B. Temperature dependencies, however, there is generally no "ideal" data set available even after preprocessing.

Nicht alle Kanäle haben identische Eigenschaften. Daher wird das gesamte Sinugramm auch nicht in gleicher Weise verändert. Fehler von einzelnen (isolierten) Kanälen führen auch nach der Rekonstruktion immer noch zu deutlich sichtbaren Ringen - im Drehzentrum sogar zu Punkt- oder Knopf-förmigen Strukturen - in den CT-Bildern. Im Hinblick auf die Diagnostik sind der artige Bildfehler relevant.Not all channels have identical properties. Therefore the entire sinugram is not changed in the same way. Errors from individual (isolated) channels also track the reconstruction is still clearly visible rings - in the turning center even to point or button-shaped structures - in the CT images. In terms of diagnostics, the like artifacts relevant.

Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, durch ein geeignetes Rohdaten-Korrektur-Verfahren, das letztlich im Computer 8 implementiert und durchgeführt werden soll, die durch Kanal fehler bedingten Artefakte im Sinugramm und schließlich im CT-Bild zu reduzieren.The aim of the present invention is to use a suitable raw data correction method, which is ultimately to be implemented and carried out in the computer 8 , to reduce the artifacts caused by channel errors in the sinugram and finally in the CT image.

Ein derartiges Rohdaten-Korrektur-Verfahren wurde bereits weiter oben skizziert und stellt die Grundlage für die vor liegende Erfindung dar. Einzelne Schritte dieses Verfahrens sollen anhand der nachfolgenden Figuren näher erläutert wer den.Such a raw data correction method has already been implemented outlined above and presents the basis for the lying invention. Individual steps of this method are to be explained in more detail with reference to the following figures the.

Fig. 2 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungswei se des in Verfahrensschritt II) eingesetzten Hochpaß-Filters, das nach einer optionalen Datenkompression in Projektions richtung gemäß Schritt I) des Verfahrens zum Einsatz kommt. Die Abbildung zeigt eine fiktive Projektion, d. h. einen Schwächungswert in Abhängigkeit der Kanalnummer β für eine definierte Projektion α (Kurve 9). Kurve 10 stellt das Er gebnis nach Anwendung des Hochpaßfilters dar, also nach dem ersten Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens. Typisch ist die zunächst abwärts, dann aufwärts gerichtete Zacke als Ant wort auf eine aufsteigende Kante der Kurve 9. Fällt die Kante ab, so ist die Orientierung der Zacken umgekehrt. Die genaue Form der Zacken hängt von der Charakteristik des jeweiligen eingesetzten Hochpaß-Filters ab. Zu beachten sind beispiels weise die kleinen Überschwinger 12 bzw. Unterschwinger 13. Kurve 11 zeigt schließlich das Resultat nach einer Median- Filterung und nachfolgender Subtraktion im Sinugramm. Die Me dian-Filterung, die ebenfalls optional eingesetzt werden kann, erzeugt also ein hinsichtlich der Korrekturqualität verbessertes neues Ausgangssinugramm; die Überschwinger 12 bzw. Unterschwinger 13 sind in Kurve 11 eliminiert. Fig. 2 shows a diagram for demonstrating the effect of the high-pass filter used in method step II), which is used after an optional data compression in the projection direction according to step I) of the method. The figure shows a fictitious projection, ie a weakening value depending on the channel number β for a defined projection α (curve 9 ). Curve 10 shows the result after using the high-pass filter, that is to say after the first step of the method according to the invention. Typical is the first downward, then upward jag as a response to an ascending edge of curve 9 . If the edge falls off, the orientation of the points is reversed. The exact shape of the spikes depends on the characteristics of the high-pass filter used. Note, for example, the small overshoot 12 or undershoot 13 . Curve 11 finally shows the result after median filtering and subsequent subtraction in the sinugram. The median filtering, which can also be used optionally, generates a new output sinugram that is improved with regard to the correction quality; overshoots 12 and undershoots 13 are eliminated in curve 11 .

Fig. 3 zeigt nunmehr eine reale Projektion eines Schädel scans (Kurve 14). Der fettgedruckte Graph (Kurve 15) entlang der horizontalen (Kanal-)Achse zeigt das Ergebnis nach der Hochpaßfilterung. Die Amplitude des gefilterten Signals 15 ist deshalb so schwach, da sich die Amplituden der Schwä chungswerte über die Kanäle viel langsamer ändern als in Fig. 2. Um die Korrelation: starke Änderung des Ausgangssig nals - hohe Amplitude des gefilterten Signals, dennoch zu veranschaulichen, wurde das gefilterte Signal mit dem Faktor 20 multipliziert (Kurve 16). Wie an den Stellen A, B, C und D zu sehen ist, übersetzen sich auch hier starke Anstiege des ungefilterten Signals in große Amplituden des Signals nach dem Hochpaßfilter. Fig. 3 now shows a real projection of a skull scan (curve 14 ). The bold graph (curve 15 ) along the horizontal (channel) axis shows the result after the high-pass filtering. The amplitude of the filtered signal 15 is so weak because the amplitudes of the attenuation values change much more slowly over the channels than in FIG. 2. In order to illustrate the correlation: large change in the output signal - high amplitude of the filtered signal, the filtered signal was multiplied by a factor of 20 (curve 16 ). As can be seen at points A, B, C and D, strong increases in the unfiltered signal translate into large amplitudes of the signal after the high-pass filter.

In Fig. 3 ist zu sehen, daß die Schwächungswerte des CT- Signals in der Größenordnung von 10 000 Gordon-Einheiten lie gen. Die CT-Amplituden von Kanalfehlern, nach denen im Kor rekturverfahren gesucht wird, sind kleiner als 10 Gordon- Einheiten, also im Maßstab der Fig. 3 nicht sichtbar.In Fig. 3 it can be seen that the attenuation values of the CT signal are in the order of 10,000 Gordon units. The CT amplitudes of channel errors which are searched for in the correction process are less than 10 Gordon units, not visible on the scale of FIG. 3.

Um dennoch Kanalfehler zu visualisieren ist in Fig. 4 die Projektion 17 eines homogenen Phantoms in Form eines Zylin ders idealisiert (d. h. ohne Rauschen) dargestellt. Die CT- Werte sind um einen Offset vertikal nach oben verschoben, um das durch den Hochpaß gefilterte Signal besser erkennen zu können. Nun äußern sich Kanalfehler als kleine lokalisierte Absenkungen bzw. Erhöhungen auf der Projektion 17. In Fig. 4 ist beispielsweise links vom Maximum ein kleiner positiver Kanalfehler 18 sowie rechts vom Maximum ein negativer Kanal fehler 19 eingebaut. In Wirklichkeit währen auch in diesem Maßstab die Kanalfehler nicht sichtbar. Um jedoch die Wir kungsweise des Verfahrens zu veranschaulichen sind die Ampli tuden der beiden Kanalfehler um etwa einen Faktor 10 größer als in der Realität dargestellt.In order to nevertheless visualize channel errors, the projection 17 of a homogeneous phantom in the form of a cylinder is idealized (ie without noise) in FIG. 4. The CT values are shifted vertically upwards by an offset in order to better recognize the signal filtered by the high-pass filter. Channel errors now manifest themselves as small localized subsidence or elevations on the projection 17 . In FIG. 4, a small positive error channel 18, as well as the right, a negative of the maximum channel error, for example, installed on left side 19 of the maximum. In reality, the channel errors would not be visible even on this scale. However, in order to illustrate the mode of operation of the method, the amplitudes of the two channel errors are about a factor 10 larger than shown in reality.

Das Signal nach der Hochpaß-Filterung gemäß Schritt II) ist durch Kurve 20 dargestellt. Wie man sieht beseitigt das Hoch paß-Filter die "langwellige Struktur" des eigentlichen Ob jekts. Es detektiert nur schnelle Signaländerungen, wie eben die beiden Kanalfehler 18 und 19 die sich in Kurve 20 durch deutliche Amplituden 22 bemerkbar machen. Unerwünschterweise werden neben den Kanalfehlern aber auch die stark ansteigen den Kanten des Zylinders detektiert. Die Signal-Antworten 21 der Kanten sehen auf den ersten Blick genau wie Kanalfehler aus. Bei genauerem Hinsehen sieht man aber daß die Amplituden der Kanten 21 wesentlich größer sind. Es sei nocheinmal ange merkt, daß die simulierten Kanalfehler 18 und 19 etwa zehnmal größer dargestellt sind als in der Realität. Dementsprechend kleiner sind auch die Amplituden 22 der Kanalfehler in dem Hochpaß-gefilterten Signal. Genau wegen dieses Größenunter schieds zwischen Amplituden der Objektkanten und denen der Kanalfehler lassen sich in dem erfindungsgemäßen Verfahren einzelne Kanalfehler isolieren.The signal after the high-pass filtering according to step II) is represented by curve 20 . As you can see, the high-pass filter eliminates the "long-wave structure" of the actual object. It only detects rapid signal changes, such as the two channel errors 18 and 19 which are noticeable in curve 20 by clear amplitudes 22 . In addition to the channel errors, the undesirably rising edges of the cylinder are also undesirably detected. At first glance, the signal responses 21 of the edges look exactly like channel errors. On closer inspection, however, one can see that the amplitudes of the edges 21 are considerably larger. It should be noted again that the simulated channel errors 18 and 19 are shown about ten times larger than in reality. The amplitudes 22 of the channel errors in the high-pass filtered signal are correspondingly smaller. Precisely because of this difference in size between amplitudes of the object edges and those of the channel errors, individual channel errors can be isolated in the method according to the invention.

Kurve 23 zeigt schließlich die Hochpaß gefilterte Kurve nach einer anschließenden Median-Filterung. Das Median-Filter re duziert die Schwächen des Hochpaßfilters indem Unter- und Ü berschwinger abgeschwächt werden.Curve 23 finally shows the high-pass filtered curve after a subsequent median filtering. The median filter reduces the weaknesses of the high-pass filter by weakening the undershoot and overshoot.

Anhand der folgenden Fig. 5a bis 5j soll nun die Wirkungs weise des gesamten Verfahrens bzw. seiner wichtigsten Schrit te veranschaulicht werden. Ausgangsbild ist Fig. 5a welches ein theoretisches Sinugramm darstellen soll. Es beinhaltet auf der linken Seite (mit der empirisch festgesetzten Ampli tude 100) die Struktur eines scharfen Objektes 24 in Projek tionsrichtung, wie sie beispielsweise durch einen Schädelkno chen, der eine Breite von nur einem bis wenigen Kanälen hat, verursacht werden kann. In der Mitte befindet sich ein zeit lich begrenzter Kanalfehler 25 (mit der geringeren Amplitude 10) und am rechten Rand ist ein permanenter Kanalfehler 26 (mit der Amplitude -10) abgebildet. Wie bei einem Sinugramm üblich stellt die horizontale Achse die Kanalrichtung β sowie die vertikale Achse die Projektionsrichtung α dar.With the help of the following FIGS . 5a to 5j, the effect of the entire method and its most important steps will now be illustrated. Output image is Fig. 5a which is intended to represent a theoretical Sinugramm. On the left side (with the empirically determined amplitude 100 ), it contains the structure of a sharp object 24 in the projection direction, as can be caused, for example, by a skull bone that is only one to a few channels wide. In the middle there is a time-limited channel error 25 (with the lower amplitude 10 ) and on the right edge a permanent channel error 26 (with the amplitude -10) is shown. As usual with a sinugram, the horizontal axis represents the channel direction β and the vertical axis the projection direction α.

Fig. 5b stellt das Sinugramm nach der Hochpaßfilterung (Schritt 1) dar. Wie gut zu sehen ist "verschmiert" der Hoch paß sämtliche Strukturen im Bild was auf die Eigenschaft der Faltungsfunktion zurückzuführen ist. Fig. 5b illustrates the Sinugramm after the high pass filtering (step 1). As can be seen well is "smeared" the high-pass all the structures in the image which is due to the characteristic of the convolution function.

Der nachteilige Effekt des "Verschmierens" in Kanalrichtung kann, wie in Fig. 5c dargestellt ist, durch das Median- Filter weitgehend kompensiert werden.The disadvantageous effect of "smearing" in the channel direction can, as shown in FIG. 5c, be largely compensated for by the median filter.

Fig. 5d zeigt das Sinugramm nach dem Schritt der kurzreich weitigen Glättung (erste Tiefpaß-Filterung gemäß Schritt III)), die in diesem Ausführungsbeispiel zwar nicht notwendig ist, da die Daten kein Rauschen enthalten, der Vollständig keit aber angewendet werden soll. Fig. 5d shows the Sinugramm after the step of short-range weitigen smoothing (first low-pass filtering according to step III)) which is not necessary in this embodiment, since the data contains no noise, but the Fully ness to be applied.

Ab jetzt - in dem Schritt der Differenzierung gemäß Schritt IV) - unterscheidet sich das alte Balancing-Verfahren von dem erfindungsgemäßen Verfahren:
Seien P_k,n die Daten (Kanalamplitude) eines Punktes im Si nugramm nach Schritt III) des alten Verfahrens, wobei K den Kanal und N die Projektion indiziert, dann wird gemäß dem bisherigen Verfahren die Ableitung numerisch durch eine Nächste-Nachbar-Differenz in Projektionsrichtung realisiert:
From now on - in the step of differentiation according to step IV) - the old balancing method differs from the method according to the invention:
If P _{k, n is} the data (channel amplitude) of a point in the nugram after step III) of the old method, where K is the channel and N is the projection, then according to the previous method, the derivative is numerically represented by a nearest neighbor difference in Projection direction realized:

D_k,n = P_k,n - P_k,n-1 D _{k, n} = P _{k, n} - P _{k, n-1}

Überschreitet der Betrag der Ableitung eine bestimmte Schwel le g, d. h. |D_k,n| < g, so wird der zugeordnete Datenpunkt ent fernt, d. h. P_k,n = 0.If the amount of the derivative exceeds a certain threshold le, ie | D _{k, n} | <g, the assigned data point is removed, ie P _{k, n} = 0.

In Fig. 5e ist deutlich zu erkennen, daß die Struktur 24 des Objektes aufgrund obigen Verfahrens nicht als solches erkannt und deshalb auch nicht entfernt werden kann, da eine Diffe renzierung eben ausschließlich in vertikaler Richtung (also in Projektionsrichtung) erfolgt, in dieser Richtung aber nur zwei Punkte, nämlich der Anfangs- und der Endpunkt der Struk tur, eine entsprechende Amplitudendifferenz zur Nachbarregion aufweisen.In Fig. 5e it can be clearly seen that the structure 24 of the object cannot be recognized as such due to the above method and therefore cannot be removed, since a differentiation takes place only in the vertical direction (ie in the projection direction), but in this direction only two points, namely the start and the end point of the structure, have a corresponding amplitude difference to the neighboring region.

In Fig. 5f wird erfindungsgemäß die Differenzierung in Pro jektionsrichtung und in Kanalrichtung vorgenommen:
Anstelle der einfachen Ableitung in Projektionsrichtung wird ein gewichteter Gradient berechnet, dessen Betrag die Ampli tude der größten Änderung - zunächst in Kanal- und Projekti onsrichtung - angibt:
In Fig. 5f differentiation is achieved according jektionsrichtung in Pro and made in the channel direction:
Instead of the simple derivation in the projection direction, a weighted gradient is calculated, the amount of which indicates the amplitude of the greatest change - initially in the channel and projection direction:

G^x _k,n = P_k,n - P_k-1,n
G^y _k,n = P_k,n - P_k,n-1 G ^x _{k, n} = P _{k, n} - P _{k-1, n}
G ^y _{k, n} = P _{k, n} - P _{k, n-1}

Die Lokalisierung der Amplitudenänderung in Projektionsrich tung ist wegen der anschließenden langreichweitigen Glättung unproblematisch. In Kanalrichtung muß jedoch scharf detek tiert werden, da sonst im üngünstigsten Fall eine einen Kanal breite Kante stehen bleibt, die sich später im Bild als Ring manifestiert. Durch folgende Definition wird auch der Symmet rie der Kanalachse Rechnung getragen:
The localization of the amplitude change in the direction of projection is unproblematic because of the subsequent long-range smoothing. In the channel direction, however, must be detected sharply, since otherwise in the worst case a channel-wide edge remains, which later manifests itself in the image as a ring. The following definition also takes into account the symmetry of the channel axis:

G_k,n = (G^x _k,n/g^x)² + (G^x _k+1,n/g^x)² + G^y _k,n/g^y)² G _{k, n} = (G ^x _{k, n} / g ^x ) ² + (G ^x _{k + 1, n} / g ^x ) ² + G ^y _{k, n} / g ^y ) ²

Die Parameter g^x und g^y werden empirisch festgelegt und die nen als Skalenparameter, die die Asymmetrie zwischen Projek tions- und Kanalrichtung kompensieren und gleichzeitig die Detektions-Schwellenwerte beinhalten. Kanten von Objektstruk turen in beliebiger Richtung können dann durch die Bedingung
The parameters g ^x and g ^y are determined empirically and those as scale parameters that compensate for the asymmetry between the projection and channel direction and at the same time contain the detection threshold values. Edges of object structures in any direction can then be determined by the condition

G_k,n < 1
G _{k, n} <1

identifiziert und analog zur bisherigen Vorgehensweise behan delt werden. Da in Fig. 5d eine starke Änderungsamplitude der Objektstruktur in Kanalrichtung vorliegt und diese bei weitem höher liegt als die der übrigen Kanalfehler, wird die se als solche erkannt und kann aus dem Sinugramm entfernt werden.identified and treated analogously to the previous procedure. Since there is a strong change in the object structure in the channel direction in FIG. 5d and this is far higher than that of the other channel errors, this is recognized as such and can be removed from the sinugram.

Nachträglich wurde der Schritt der Amplitudenbegrenzung (Schritt 5) auf beide Fig. 5e und 5f vorgenommen, was sich - wie bereits die Rauschunterdrückung, Schritt III) - in die sen Beispielen aber nicht bemerkbar macht. The step of amplitude limitation (step 5 ) was subsequently carried out on both FIGS. 5e and 5f, which - like the noise suppression, step III) - is not noticeable in these examples.

Die Vorteile des erfindungsgemäßen und die Nachteile des bis herigen Verfahrens lassen sich anhand der Fig. 5g und 5h deutlich ablesen:
Im Rahmen der langreichweitigen Glättung (zweiter Tiefpaß, Schritt VI)) wird die Objektstruktur 24 beim alten Verfahren gemäß Fig. 5g über seine Begrenzungen hinaus in Projektions richtung gezogen und verfälscht. Beim erfindungsgemäßen Ver fahren hat dieser Schritt auf das Objekt keinen Einfluß, da die Objektstruktur durch die erfindungsgemäße Differenzierung ja bereits erkannt und entfernt wurde. Übrig bleiben in dem Sinugramm nach dem erfindungsgemäßen Verfahren nurmehr beide Kanalfehler 25, 26. Da Fig. 5g und 5h die jeweiligen Kor rektursinugramme darstellen, die von dem Ausgangssinugramm subtrahiert werden, liefert Fig. 5i ein verfälschtes Si nugramm, indem die Objektstruktur durch den letzten Schritt der langreichweitigen Glättung verlängert worden ist, was sich im endgültigen CT-Bild durch Ringartige Artefakte be merkbar macht. Fig. 5j stellt jedoch ein Sinugramm dar in dem die Kanalfehler fast völlig eliminiert worden sind und die Objektstruktur unverfälscht erhalten geblieben ist.The advantages of the method according to the invention and the disadvantages of the previous method can be clearly read from FIGS . 5g and 5h:
As part of the long-range smoothing (second low-pass filter, step VI)), the object structure 24 in the old method according to FIG. 5g is drawn beyond its limits in the projection direction and falsified. In the method according to the invention, this step has no influence on the object, since the object structure has already been recognized and removed by the differentiation according to the invention. All that remains in the sinugram according to the inventive method are both channel errors 25 , 26 . Since FIGS. 5g and 5h represent the respective correction nugrams that are subtracted from the output ninugram, FIG. 5i provides a falsified Si nugram in that the object structure has been extended by the last step of long-range smoothing, which is reflected in the final CT image Make ring-like artifacts noticeable. However, Fig. 5j represents a Sinugramm represents in which the channel errors have been almost completely eliminated, and has remained the object structure unaltered.

Claims

1. A method for suppressing artifacts in computer tomography raw data that cause ring-shaped structures in computer tomography images, based on the determination and subsequent subtraction of a correction sinogram from a measured output sinogram, comprising the following steps for determining a correction Sino Grammes:

High-pass filtering of an output sinogram in the channel direction in order to filter out the long-term structures caused by anatomical objects,
- First low-pass filtering of the high-pass filtered sinogram in the projection direction in order to improve the signal-to-noise ratio,
- Formation of the amount of a weighted gradient of the data point in the low-pass-filtered sinogram, both in the projection direction and symmetrically about the corresponding channel axis, which indicates the amplitude of a change in any direction in the sinogram, and elimination of the data point, if its change amplitude is caused by one exceeds the first defined threshold,
Removal of remaining data points in the low-pass filtered sinogram if their amplitude exceeds a second defined threshold value,
- Second low-pass filtering (long-range smoothing) of the resulting sinogram in the form of averaging in the projection direction.

2. The method according to claim 1, characterized, that after the high pass filtering step, a median Filtering the high pass filtered sinogram in Kanalrich tion takes place.

3. The method according to claim 1 or 2, characterized by that the weighting of the gradient is determined empirically Scale parameters with regard to channel or projection direction follows.

4. The method according to any one of claims 1 to 3, characterized, that in the step of the second low-pass filtering a clear The smoothing interval was shortened.

5. The method according to any one of claims 1 to 4, characterized, that to reduce computing time as the first step of Procedure the number of Pro used for correction injections by averaging compression in projection direction and after the entire correction decompress an inverse procedure again.

6. The method according to any one of claims 1 to 5, characterized, that it is on a computer of a computer tomography device is implemented in which the individual steps of the signal processing.

7. The method according to any one of claims 1 to 5, characterized, that it is realized as a computer program.